JPH0722574B2 - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents
磁気共鳴映像装置Info
- Publication number
- JPH0722574B2 JPH0722574B2 JP61072982A JP7298286A JPH0722574B2 JP H0722574 B2 JPH0722574 B2 JP H0722574B2 JP 61072982 A JP61072982 A JP 61072982A JP 7298286 A JP7298286 A JP 7298286A JP H0722574 B2 JPH0722574 B2 JP H0722574B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pulse
- magnetic field
- image data
- pulse sequence
- magnetic resonance
- Prior art date
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- Expired - Lifetime
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は磁気共鳴映像装置に係り、特に心大血管系を高
速に画像化するのに適した磁気共鳴映像装置に関する。
速に画像化するのに適した磁気共鳴映像装置に関する。
（従来の技術） 磁気共鳴映像装置における画像化の方法については、ロ
ーターバー（Lauterbur）によるプロジェクション法の
考案以来、種々の方法が提案されており、現在ではフー
リエ法が主流となっている。
ーターバー（Lauterbur）によるプロジェクション法の
考案以来、種々の方法が提案されており、現在ではフー
リエ法が主流となっている。
しかし、フーリエ法等では磁気共鳴系に本質的な性質で
ある緩和現象のため、映像化には分のオーダの時間がか
かる。このため、呼吸や心拍等による運動部位を画像化
する場合、アーチファクトや画像ぼけ等の画質劣化が問
題となる。
ある緩和現象のため、映像化には分のオーダの時間がか
かる。このため、呼吸や心拍等による運動部位を画像化
する場合、アーチファクトや画像ぼけ等の画質劣化が問
題となる。
画像データを短時間で取得できる高速イメージングの方
法としては、マンスフィールド（Mansfield）等によっ
て提案されたエコープラナー法がある。これは90゜選択
励起パルスの印加後のFID（自由誘導減衰）信号、ある
いは90゜選択励起パルス/180゜選択励起パルスのシーケ
ンスにより得られるエコー信号を、スライス面（ｘ−
ｙ）内の位相エンコード方向に勾配磁場Gyを印加しなが
ら、それに直交する方向の勾配磁場Gxを高速で反復して
反転させることで多数回収集し、それによって画像を再
構成するものである。マンスフィールド等は、エコープ
ラナー法により50msec程度の短時間で幼児の心臓を画像
化することに成功している。
法としては、マンスフィールド（Mansfield）等によっ
て提案されたエコープラナー法がある。これは90゜選択
励起パルスの印加後のFID（自由誘導減衰）信号、ある
いは90゜選択励起パルス/180゜選択励起パルスのシーケ
ンスにより得られるエコー信号を、スライス面（ｘ−
ｙ）内の位相エンコード方向に勾配磁場Gyを印加しなが
ら、それに直交する方向の勾配磁場Gxを高速で反復して
反転させることで多数回収集し、それによって画像を再
構成するものである。マンスフィールド等は、エコープ
ラナー法により50msec程度の短時間で幼児の心臓を画像
化することに成功している。
しかしながら、このような高速イメージングの手法で画
像化する場合、画像データを収集する間にスライス部位
から血流が抜けない（すなわち、画像データ収集中に血
流が静止して見える）ことにより、得られた画像上に血
流部分が高強度で現われてしまい、心臓壁等との区別が
つかなくなるという問題がある。これは心臓壁や弁の形
態異常等を診断する上で、極めて不都合である。
像化する場合、画像データを収集する間にスライス部位
から血流が抜けない（すなわち、画像データ収集中に血
流が静止して見える）ことにより、得られた画像上に血
流部分が高強度で現われてしまい、心臓壁等との区別が
つかなくなるという問題がある。これは心臓壁や弁の形
態異常等を診断する上で、極めて不都合である。
（発明が解決しようとする問題点） このように従来の高速イメージング法では、心大血管系
を画像化する場合、血流部分と他の部分とのコントラス
トをとることができず、診断上不都合であった。
を画像化する場合、血流部分と他の部分とのコントラス
トをとることができず、診断上不都合であった。
本発明の目的は、高速イメージングにおいて血流部分が
高強度で画像上に現われないようにした磁気共鳴映像装
置を提供することである。
高強度で画像上に現われないようにした磁気共鳴映像装
置を提供することである。
［発明の構成］ （問題点を解決するための手段） 本発明はこの目的を達成するため、一様な静磁場中に置
かれた被検体に高周波磁場と勾配磁場を所定のパルスシ
ーケンスに従って印加して得られる磁気共鳴信号から、
特定のスライス面の画像データを、高周波磁場によって
励起されたスライス面内の磁化が静磁場の不均一性の影
響を含む横磁化の緩和現象により緩和する時間内に取得
する高速イメージングを行なうに当り、画像データを取
得するためのパルスシーケンスを実行する前に、所定の
高周波パルス（例えば90゜パルスあるいは180゜パル
ス）を高周波磁場として被検体に印加するようにしたこ
とを特徴とする。
かれた被検体に高周波磁場と勾配磁場を所定のパルスシ
ーケンスに従って印加して得られる磁気共鳴信号から、
特定のスライス面の画像データを、高周波磁場によって
励起されたスライス面内の磁化が静磁場の不均一性の影
響を含む横磁化の緩和現象により緩和する時間内に取得
する高速イメージングを行なうに当り、画像データを取
得するためのパルスシーケンスを実行する前に、所定の
高周波パルス（例えば90゜パルスあるいは180゜パル
ス）を高周波磁場として被検体に印加するようにしたこ
とを特徴とする。
（作用） 本発明よると、画像データ取得のためのパルスシーケン
ス実行前に印加される高周波パルスが例えば90゜パルス
の場合、緩和時間の長い血流部分の磁化が飽和した状態
で、画像データ取得のためのパルスシーケンスが開始さ
れる。また、180゜パルスの場合は、180゜パルスの印加
時点から画像データ取得のためのパルスシーケンス開始
までの時間を適当に選ぶことにより、血流部分の水素原
子核の磁化が小さい状態で画像データ取得のためのパル
スシーケンスが開始される。従って、これらのいずれの
場合も、画像上では血流部分と他の部分（例えば心臓
壁，弁，血管壁等）とが十分なコントラストをもって表
示されることになる。
ス実行前に印加される高周波パルスが例えば90゜パルス
の場合、緩和時間の長い血流部分の磁化が飽和した状態
で、画像データ取得のためのパルスシーケンスが開始さ
れる。また、180゜パルスの場合は、180゜パルスの印加
時点から画像データ取得のためのパルスシーケンス開始
までの時間を適当に選ぶことにより、血流部分の水素原
子核の磁化が小さい状態で画像データ取得のためのパル
スシーケンスが開始される。従って、これらのいずれの
場合も、画像上では血流部分と他の部分（例えば心臓
壁，弁，血管壁等）とが十分なコントラストをもって表
示されることになる。
（実施例） 第１図は本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装置の構
成を示すブロック図である。
成を示すブロック図である。
同図において、静磁場磁石１および勾配磁場コイル３は
システムコントロール10により制御される励磁用電源２
および駆動回路４によってそれぞれ駆動され、寝台６上
の被検体５（例えば人体）に対して、一様な静磁場と、
注目する所望の断層面内の直交するx,yの二方向、およ
びそれに垂直なｚ方向に磁場強度が直線的に変化する勾
配磁場Ｇｘ,Gｙ,Gｚを印加する。
システムコントロール10により制御される励磁用電源２
および駆動回路４によってそれぞれ駆動され、寝台６上
の被検体５（例えば人体）に対して、一様な静磁場と、
注目する所望の断層面内の直交するx,yの二方向、およ
びそれに垂直なｚ方向に磁場強度が直線的に変化する勾
配磁場Ｇｘ,Gｙ,Gｚを印加する。
被検体５にはさらにシステムコントローラ10の制御の下
で、送信部8a,8bからの高周波信号によりプローブ７か
ら発生される高周波磁場が印加される。プローブ７によ
り受信された磁気共鳴信号は、受信部８で増幅および検
波された後、システムコントローラ10の制御の下でデー
タ収集部11に送られる。データ収集部11では受信部９を
介して取出された磁気共鳴信号を、システムコントロー
ラ10の制御の下で収集し、それをA/D変換した後、電子
計算機12に送る。
で、送信部8a,8bからの高周波信号によりプローブ７か
ら発生される高周波磁場が印加される。プローブ７によ
り受信された磁気共鳴信号は、受信部８で増幅および検
波された後、システムコントローラ10の制御の下でデー
タ収集部11に送られる。データ収集部11では受信部９を
介して取出された磁気共鳴信号を、システムコントロー
ラ10の制御の下で収集し、それをA/D変換した後、電子
計算機12に送る。
電子計算機12はコンソール13により制御され、データ収
集部11から入力されれた磁気共鳴信号について画像再構
成処理を行ない、画像データを得る。また、電子計算機
12はシステムコントローラ10の制御をも行なう。電子計
算機12により画像データは画像ディスプレイ14に供給さ
れ、画像表示される。
集部11から入力されれた磁気共鳴信号について画像再構
成処理を行ない、画像データを得る。また、電子計算機
12はシステムコントローラ10の制御をも行なう。電子計
算機12により画像データは画像ディスプレイ14に供給さ
れ、画像表示される。
第２図に、本発明に基づいてパルスシーケンサ４によっ
て制御されるパルスシーケンスの一例を示す。高周波磁
場としてのRFパルスと、スライス用，読出し用および位
相エンコード用の各勾配磁場Ｇｚ,Gｘ,Gｙを図のように
印加する。この例では画像データを取得するためのパル
スシーケンスは、高速イメージングの一手法として知ら
れているエコープラナー法によるものであり、RFパルス
として90゜選択励起パルスを印加すると同時にスライス
用勾配磁場Ｇｚを印加してスライス面（ｘ−ｙ）内の原
子核（例えば水素原子核）スピンを励起した後、180゜
パルスを印加し、スライス面に平行な方向に読出し用勾
配磁場Ｇｘを反転させながら反復して印加し、さらにこ
の読出し用勾配磁場Ｇｘの反転毎に、スライス用勾配磁
場Ｇｚと平行でかつ読出し用勾配磁場Ｇｘと直交する方
向に位相エンコード用勾配磁場Ｇｙを印加する。
て制御されるパルスシーケンスの一例を示す。高周波磁
場としてのRFパルスと、スライス用，読出し用および位
相エンコード用の各勾配磁場Ｇｚ,Gｘ,Gｙを図のように
印加する。この例では画像データを取得するためのパル
スシーケンスは、高速イメージングの一手法として知ら
れているエコープラナー法によるものであり、RFパルス
として90゜選択励起パルスを印加すると同時にスライス
用勾配磁場Ｇｚを印加してスライス面（ｘ−ｙ）内の原
子核（例えば水素原子核）スピンを励起した後、180゜
パルスを印加し、スライス面に平行な方向に読出し用勾
配磁場Ｇｘを反転させながら反復して印加し、さらにこ
の読出し用勾配磁場Ｇｘの反転毎に、スライス用勾配磁
場Ｇｚと平行でかつ読出し用勾配磁場Ｇｘと直交する方
向に位相エンコード用勾配磁場Ｇｙを印加する。
この方法によれば、90゜選択励起パルスによって励起さ
れたスライス面内の磁化が静磁場の不均一性の影響を含
む横磁化の緩和現象により緩和する時間内に、スライス
面内の画像データを取得できる。この方法で得られるエ
コー信号Sn（ｋｘ,kｙ）は、次式で表わされる。
れたスライス面内の磁化が静磁場の不均一性の影響を含
む横磁化の緩和現象により緩和する時間内に、スライス
面内の画像データを取得できる。この方法で得られるエ
コー信号Sn（ｋｘ,kｙ）は、次式で表わされる。
Sn（ｋｘ,kｙ） ＝∫∫ρ（x,y）exp｛ｉ（ｋｘ x＋ｋｙ y）｝ｄｘｄ
ｙ・ exp｛−2/T2 ＊（τＥ＋（ｎ−１）τｐ）｝ ［n:エコー信号の番号,Ti:縦緩和時間,T2 ＊：静磁場
の不均一性の影響を含む横緩和時間,Kｘ＝γＧｘＴｘ,K
ｙ＝ＫOy（ｎ−１）,KOy:1回の位相エンコード量］ これらのエコー信号をフーリエ変換することにより、画
像データを得る。フーリエ空間上では、第３図に示すよ
うな軌跡でデータを収集することになる。第３図におい
てＫｘは読出し方向、ｋｙは位相エンコード向を表わ
す。
ｙ・ exp｛−2/T2 ＊（τＥ＋（ｎ−１）τｐ）｝ ［n:エコー信号の番号,Ti:縦緩和時間,T2 ＊：静磁場
の不均一性の影響を含む横緩和時間,Kｘ＝γＧｘＴｘ,K
ｙ＝ＫOy（ｎ−１）,KOy:1回の位相エンコード量］ これらのエコー信号をフーリエ変換することにより、画
像データを得る。フーリエ空間上では、第３図に示すよ
うな軌跡でデータを収集することになる。第３図におい
てＫｘは読出し方向、ｋｙは位相エンコード向を表わ
す。
ここで、本発明は上記のような画像データを取得するた
めのパルスシーケンスを実行する前に、高周波磁場とし
て、例えば第２図に示すように90゜パルスを印加する。
この90゜パルスとしてはスライス面内の磁化のみに影響
を与える選択励起パルス、スライス面およびその周辺を
励起する非選択励起パルスいずれを用いてもよい。この
90゜パルスの印加後、例えば血液部分の緩和時間より短
い適当な時間τ経過してから、画像データ取得のための
パルスシーケンスを開始する。このようなすると、例え
ば心大血管系等を画像化する場合、血流部分からの信号
が飽和した状態で画像データが取得される。従って、血
流以外の部分、例えば心臓壁，弁，血管壁等を血流部分
と明確なコントラストをもって画像化することができ、
診断上極めて有用となる。
めのパルスシーケンスを実行する前に、高周波磁場とし
て、例えば第２図に示すように90゜パルスを印加する。
この90゜パルスとしてはスライス面内の磁化のみに影響
を与える選択励起パルス、スライス面およびその周辺を
励起する非選択励起パルスいずれを用いてもよい。この
90゜パルスの印加後、例えば血液部分の緩和時間より短
い適当な時間τ経過してから、画像データ取得のための
パルスシーケンスを開始する。このようなすると、例え
ば心大血管系等を画像化する場合、血流部分からの信号
が飽和した状態で画像データが取得される。従って、血
流以外の部分、例えば心臓壁，弁，血管壁等を血流部分
と明確なコントラストをもって画像化することができ、
診断上極めて有用となる。
なお、画像データを取得するためのパルスシーケンスの
前に印加するRFパルスとしては、180゜パルスでもよ
い。その場合、血液における水素原子核のスピン格子緩
和時間（縦緩和時間T1）が既知とすれば、180゜パルス
印加時点からT1にほぼ等しい時間、好ましくはT1・log
2経過後、画像データ取得のためのパルスシーケンスを
開始することが望ましい。すなわち、180゜パルスの印
加によって−ｚ方向を向く磁化−M0を生じさせると、T1
の緩和過程に従って磁化は＋M0へと変化するが、その際
に磁化Ｍｚが零の点を横切る。180゜パルス印加時点を
ｔ＝０とすれば、Ｍｚ＝０の時刻t0は Ｍｚ＝M0（１−2e−t/T1） １−2e−tO/T1＝０ より、t0＝T1・log 2となる。従って、時刻t0で画像デ
ータ取得のためのパルスシーケンスを開始すれば、血流
部分からの信号は抑圧され、血流部分と他の部分とのコ
ントラストを大きくとることができる。但し、血流部分
と他の部分とのコントラストを高める上では、180゜パ
ルスの印加時点から画像データ取得のためのパルスシー
ケンスを開始するまでの時間は、厳密にT1・log 2に設
定する必要はなく、血流部分の磁化が小さいt0前後のタ
イミングで、画像データの取得のためのパルスシーケン
スを開始しても実用上は十分である。すなわち、180゜
パルス印加時点からT1にほぼ等しい時間経過後、画像デ
ータ取得のためのパルスシーケンスを開始すればよい。
また、180゜パルスとしては選択励起パルス，非選択励
起パルスのいずれを用いてもよい。
前に印加するRFパルスとしては、180゜パルスでもよ
い。その場合、血液における水素原子核のスピン格子緩
和時間（縦緩和時間T1）が既知とすれば、180゜パルス
印加時点からT1にほぼ等しい時間、好ましくはT1・log
2経過後、画像データ取得のためのパルスシーケンスを
開始することが望ましい。すなわち、180゜パルスの印
加によって−ｚ方向を向く磁化−M0を生じさせると、T1
の緩和過程に従って磁化は＋M0へと変化するが、その際
に磁化Ｍｚが零の点を横切る。180゜パルス印加時点を
ｔ＝０とすれば、Ｍｚ＝０の時刻t0は Ｍｚ＝M0（１−2e−t/T1） １−2e−tO/T1＝０ より、t0＝T1・log 2となる。従って、時刻t0で画像デ
ータ取得のためのパルスシーケンスを開始すれば、血流
部分からの信号は抑圧され、血流部分と他の部分とのコ
ントラストを大きくとることができる。但し、血流部分
と他の部分とのコントラストを高める上では、180゜パ
ルスの印加時点から画像データ取得のためのパルスシー
ケンスを開始するまでの時間は、厳密にT1・log 2に設
定する必要はなく、血流部分の磁化が小さいt0前後のタ
イミングで、画像データの取得のためのパルスシーケン
スを開始しても実用上は十分である。すなわち、180゜
パルス印加時点からT1にほぼ等しい時間経過後、画像デ
ータ取得のためのパルスシーケンスを開始すればよい。
また、180゜パルスとしては選択励起パルス，非選択励
起パルスのいずれを用いてもよい。
なお、本発明における最初の90゜パルスあるいは180゜
パルスの印加後に行なう画像データ取得のためのパルス
シーケンスは、第２図に限定されるものではなく、それ
以外の例えば第４図〜第７図に示すような種々のパルス
シーケンスを使用することができる。第２図に示したパ
ルスシーケンスとの相違のみを説明する。第４図は読出
し用勾配磁場Ｇｘの反復反転を第２図のように矩形状で
なく、正弦波状に滑らかに行なう例であり、得られる画
像データのフーリエ空間上でのデータ収集軌跡は第３図
と同様である。
パルスの印加後に行なう画像データ取得のためのパルス
シーケンスは、第２図に限定されるものではなく、それ
以外の例えば第４図〜第７図に示すような種々のパルス
シーケンスを使用することができる。第２図に示したパ
ルスシーケンスとの相違のみを説明する。第４図は読出
し用勾配磁場Ｇｘの反復反転を第２図のように矩形状で
なく、正弦波状に滑らかに行なう例であり、得られる画
像データのフーリエ空間上でのデータ収集軌跡は第３図
と同様である。
第５図は読出し用勾配磁場Ｇｘについては第２図の場合
と同様とし、位相エンコード用勾配磁場Ｇｙについては
矩形状に印加せずに、読出し用勾配磁場Ｇｘの印加中、
静的に印加するようにしたものである。また、第６図は
読出し用勾配磁場Ｇｘについては第４図と同じく正弦波
状、位相エンコード用勾配磁場Ｇｙについては第５図と
同様な静的印加としたものである。これら第５図および
第６図のパルスシーケンスによるフーリエ空間上でのデ
ータ収集軌跡は、いずれも第８図に示すようになる。但
し、これらの場合データサンプリング間隔Δｔは、 が一定となるようにとる。
と同様とし、位相エンコード用勾配磁場Ｇｙについては
矩形状に印加せずに、読出し用勾配磁場Ｇｘの印加中、
静的に印加するようにしたものである。また、第６図は
読出し用勾配磁場Ｇｘについては第４図と同じく正弦波
状、位相エンコード用勾配磁場Ｇｙについては第５図と
同様な静的印加としたものである。これら第５図および
第６図のパルスシーケンスによるフーリエ空間上でのデ
ータ収集軌跡は、いずれも第８図に示すようになる。但
し、これらの場合データサンプリング間隔Δｔは、 が一定となるようにとる。
第７図は勾配磁場Ｇｘ,Gｙを Ｇｘ＝a cosb t−a b sinb t Ｇｙ＝a sinb t−a b cosb t のように印加するものであり、この場合フーリエ空間上
では第９図に示すような渦巻き状のデータ収集軌跡とな
る。
では第９図に示すような渦巻き状のデータ収集軌跡とな
る。
［発明の効果］ 本発明によれば、高速イメージング法により生体内を画
像化する場合、血流部分が高強度で表示されるのを防止
して、血流部分と他の部分とのコントラストを大きくと
ることができ、心大血管系等の診断に好適する磁気共鳴
映像装置を提供することができる。
像化する場合、血流部分が高強度で表示されるのを防止
して、血流部分と他の部分とのコントラストを大きくと
ることができ、心大血管系等の診断に好適する磁気共鳴
映像装置を提供することができる。
第１図は本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装置の構
成を示すブロック図、第２図は同実施例における画像デ
ータを得るためのパルスシーケンスの一例を示すタイム
チャート、第３図は第２図のパルスシーケンスによって
得られる画像データのフーリエ空間上でのデータ収集軌
跡を示す図、第４図〜第７図は本発明における画像デー
タを得るためのパルスシーケンスの他の例を示すタイム
チャート、第８図は第５図および第６図のパルスシーケ
ンスによって得られる画像データのフーリエ空間上での
データ収集軌跡を示す図、第９図は同じく第７図のパル
スシーケンスによって得られる画像データのフーリエ空
間上でのデータ収集軌跡を示す図である。 １……静磁場磁石、２……励磁用電源、３……勾配磁場
生成コイル、４……駆動回路、５……被検体、６……寝
台、７……プローブ、８……送信部、９……受信部、10
……システムコントローラ、11……データ収集部、12…
…電子計算機、13……コンソール、14……画像ディスプ
レイ。
成を示すブロック図、第２図は同実施例における画像デ
ータを得るためのパルスシーケンスの一例を示すタイム
チャート、第３図は第２図のパルスシーケンスによって
得られる画像データのフーリエ空間上でのデータ収集軌
跡を示す図、第４図〜第７図は本発明における画像デー
タを得るためのパルスシーケンスの他の例を示すタイム
チャート、第８図は第５図および第６図のパルスシーケ
ンスによって得られる画像データのフーリエ空間上での
データ収集軌跡を示す図、第９図は同じく第７図のパル
スシーケンスによって得られる画像データのフーリエ空
間上でのデータ収集軌跡を示す図である。 １……静磁場磁石、２……励磁用電源、３……勾配磁場
生成コイル、４……駆動回路、５……被検体、６……寝
台、７……プローブ、８……送信部、９……受信部、10
……システムコントローラ、11……データ収集部、12…
…電子計算機、13……コンソール、14……画像ディスプ
レイ。
Claims (4)
- 【請求項１】一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波
磁場と勾配磁場を所定のパルスシーケンスに従って印加
して得られる磁気共鳴信号から、特定のスライス面の画
像データを、前記高周波磁場によって励起されたスライ
ス面内の磁化が静磁場の不均一性の影響を含む横磁化の
緩和現象により緩和する時間内に取得する磁気共鳴映像
装置において、前記画像データを取得するためのパルス
シーケンスを実行する前に、所定の高周波パルスを高周
波磁場として被検体に印加する手段を備えたことを特徴
とする磁気共鳴映像装置。 - 【請求項２】画像データを取得するためのパルスシーケ
ンスを実行する前に被検体に印加される所定の高周波パ
ルスが90゜パルスであることを特徴とする特許請求の範
囲第１項記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項３】画像データを取得するためのパルスシーケ
ンスを実行する前に被検体に印加される所定の高周波パ
ルスが180゜パルスであることを特徴とする特許請求の
範囲第１項記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項４】画像データを取得するためのパルスシーケ
ンスを実行する前に被検体に印加される所定の高周波パ
ルスが180゜パルスであり、画像データを取得するため
のパルスシーケンスはこの180゜パルス印加時点から被
検体内の血液部分における水素原子核のスピン格子緩和
時間にほぼ等しい時間経過後、実行されることを特徴と
する特許請求の範囲第１項記載の磁気共鳴映像装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61072982A JPH0722574B2 (ja) | 1986-03-31 | 1986-03-31 | 磁気共鳴映像装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61072982A JPH0722574B2 (ja) | 1986-03-31 | 1986-03-31 | 磁気共鳴映像装置 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8085386A Division JP2791305B2 (ja) | 1996-04-08 | 1996-04-08 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62231644A JPS62231644A (ja) | 1987-10-12 |
| JPH0722574B2 true JPH0722574B2 (ja) | 1995-03-15 |
Family
ID=13505104
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61072982A Expired - Lifetime JPH0722574B2 (ja) | 1986-03-31 | 1986-03-31 | 磁気共鳴映像装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0722574B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2791305B2 (ja) * | 1996-04-08 | 1998-08-27 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59107246A (ja) * | 1982-10-15 | 1984-06-21 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 局在化ｎｍｒ化学シフト分光法を実施する方法と装置 |
| JPS60168041A (ja) * | 1983-12-14 | 1985-08-31 | ゼネラル・エレクトリツク・カンパニイ | Ｎｍｒ作像方法と装置 |
| JPS62105013A (ja) * | 1985-10-31 | 1987-05-15 | Shimadzu Corp | Ｎｍｒイメ−ジング装置による流体計測法 |
-
1986
- 1986-03-31 JP JP61072982A patent/JPH0722574B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59107246A (ja) * | 1982-10-15 | 1984-06-21 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 局在化ｎｍｒ化学シフト分光法を実施する方法と装置 |
| JPS60168041A (ja) * | 1983-12-14 | 1985-08-31 | ゼネラル・エレクトリツク・カンパニイ | Ｎｍｒ作像方法と装置 |
| JPS62105013A (ja) * | 1985-10-31 | 1987-05-15 | Shimadzu Corp | Ｎｍｒイメ−ジング装置による流体計測法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS62231644A (ja) | 1987-10-12 |
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